(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
左心腔を刺激するために冠状静脈系（１４−２２）に植込みされるペーシング用リードであって、
導電素材で形成されて遠位端と近位端とを有する摺動式マイクロケーブル（４２）を具備し、
前記遠位端は能動自由部分（３４）を有し、前記能動自由部分（３４）は複数の明瞭裸領域（３６、３８、５０、５０’、５０”）を備え、
前記明瞭裸領域は冠状動脈系の目標静脈（２２）の壁との接触（４０）のために互いに電気的に接続された刺激電極のネットワークを形成し、前記近位端は前記摺動式マイクロケーブルを能動植込み型医療装置のジェネレータに連結する端子を有し、
前記摺動式マイクロケーブル（４２）は０．１６７〜０．６６７ｍｍの直径と、縒り合わされた複数の縒り線であって、少なくとも何本かの前記縒り線が、機械的耐久性のある素材のシースによって包まれた放射線不透過性素材の心材か、又はその逆の包み方をされた心材を包含してなるペーシング用リード。
【請求項２】
前記摺動式マイクロケーブルの前記遠位端は少なくとも２つの寸法を有する予め形成された形状を備える請求項１に記載のペーシング用リード。
【請求項３】
静止状態のときの前記予め形成された形状の外形寸法が一辺１〜９０ｍｍの立方体に内包される請求項２に記載のペーシング用リード。
【請求項４】
変形可能素材で形成されておりかつ両端が開口した中央管腔を備えている中空外筒（２６、２８）を含むペーシング用リード本体をさらに備える請求項１に記載のペーシング用リードであって、
前記摺動式マイクロケーブルは摺動可能に配置され、前記ペーシング用リード本体の全長に及び、前記摺動式マイクロケーブルの前記遠位端（３２）を超えて延長可能であり、マイクロケーブルのうち前記ペーシング用リード本体の前記遠位端を超えて出現する部分は前記能動自由部分（３４）を形成してなる請求項１に記載のペーシング用リード。
【請求項５】
前記ペーシング用リード本体の前記遠位端は第１直径を含み、前記ペーシング用リード本体を前記冠状静脈系（３０）内に保持する手段は、ペーシング用リード本体の上に形成されかつ前記第１直径よりも大きい第２直径を局所的に示す少なくとも一つのリリーフを含む請求項４に記載のペーシング用リード。
【請求項６】
前記リリーフは、前記ペーシング用リード本体の周りの少なくとも一部を包むねじを有する螺旋状リリーフをさらに備える請求項５に記載のペーシング用リード。
【請求項７】
前記第２直径は２．３３３ｍｍ以下である請求項５に記載のぺーシング用リード。
【請求項８】
前記ペーシング用リード本体は第１直径を有する主要部（２６）を備え、前記主要部（２６）は前記第１直径よりも小さい第２直径を有する遷移部（２８）によって遠位方向に延長される請求項４に記載のペーシング用リード。
【請求項９】
前記第１直径は２．０００ｍｍ以下であり、前記第２直径は１．６６７ｍｍ以下である請求項８に記載のペーシング用リード。
【請求項１０】
前記ペーシング用リード本体は、
前記ペーシング用リード本体に収納され、前記ペーシング用リード本体の内部において摺動する複数の明瞭摺動式マイクロケーブルを有する共通ペーシング用リード本体（２８ａ、２８ｂ、２８ｃ）をさらに備え、
前記各マイクロケーブルは能動自由部分を有し、前記各マイクロケーブルの前記能動自由部分（３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３４ｄ）はそれぞれ、前記ペーシング用リード本体に沿って長手方向に離間された個別の位置（３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、３２ｄ）において前記ペーシング用リード本体から出現してなる請求項４に記載のペーシング用リード。
【請求項１１】
前記摺動式マイクロケーブルの前記能動自由部分の前記複数の明瞭裸領域は少なくとも１ｍｍ２の露出全体表面積を有する請求項１に記載のペーシング用リード。
【請求項１２】
前記露出全体表面積は４〜６ｍｍ２である請求項１１に記載のペーシング用リード。
【請求項１３】
前記摺動式マイクロケーブルの前記能動自由部分は１〜２００ｍｍの間で調節可能な長さを有する請求項１に記載のペーシング用リード。
【請求項１４】
前記複数の明瞭裸領域（３６、３８）が前記能動自由部分に沿って連続的に延在する請求項１に記載のペーシング用リード。
【請求項１５】
前記明瞭裸領域（３６、３８）は、管（４４）のうち、非導電性素材で形成されていて二つの連続する裸領域の間において前記摺動式マイクロケーブルを包んで被覆する部分によって互いに分離される請求項１４に記載のペーシング用リード。
【請求項１６】
前記明瞭裸領域は導電素材で形成された管状リングを備え、前記管状リングは前記摺動式マイクロケーブル上に圧着される請求項１４に記載のペーシング用リード。
【請求項１７】
前記摺動式マイクロケーブル上に圧着された前記管状リングの前記導電素材は放射線不透過性物質である請求項１６に記載のペーシング用リード。
【請求項１８】
前記摺動式マイクロケーブルは絶縁素材でコーティングされたマルチ・ワイヤ構造を備えており、前記明瞭裸領域は前記摺動式マイクロケーブルに沿って前記絶縁素材のアブレーションによって形成される請求項１４に記載のペーシング用リード。
【請求項１９】
前記明瞭裸領域上の窒化チタンの堆積物を含む請求項１８に記載のペーシング用リード。
【請求項２０】
各明瞭裸領域が０．５〜１０ｍｍの長手方向の長さを有する請求項１４に記載のペーシング用リード。
【請求項２１】
前記摺動式マイクロケーブルの前記能動自由部分は、前記能動自由部分に沿って延在する少なくとも一つの螺旋状裸領域（５０、５０’、５０”）を備える請求項１に記載のペーシング用リード。
【請求項２２】
前記摺動式マイクロケーブルは、前記能動自由部分の少なくとも一つの部分において複数の縒られた縒り線（４６、４６’、４６”）で形成された縒り線を有し、前記複数の縒られた縒り線（４６、４６’、４６”）は、対応する複数の螺旋状裸領域（５０、５０’、５０”）を有し、非導電性素材の螺旋状コーティング（４８、４８’、４８”）によって互いに円周方向に分離される請求項２１に記載のペーシング用リード。
【請求項２３】
前記放射線不透過性素材はプラチナ・イリジウムを含む請求項１に記載のペーシング用リード。
【請求項２４】
前記機械的耐久性のある素材はＮｉＴｉを含む請求項１に記載のペーシング用リード。
【請求項２５】
前記機械的耐久性のある素材はステンレス鋼を含む請求項１に記載のペーシング用リード。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、１９９０年６月２０日付けの欧州共同体理事会指令９０／３８５／ＥＥＣによって定義される「能動植込み型医療装置」に関し、より詳細には、患者の心臓のリズムを継続的に監視し、必要に応じて、刺激、再同期、心臓除細動及び／又は細動除去のための電気パルスを心臓に送る装置に関し、さらに詳細には、左心室又は左心房の刺激のために心臓の冠状動脈網に植込みされることを目的とする心臓ペーシング用リードに関する。
【技術背景】
【０００２】
患者の心臓の右心腔については、通常、心臓の右側の末梢静脈網に心内膜ペーシング用リードを植込みすれば十分である。しかし、左心腔への常設ペーシング用リードの植込みは、例えば左心室の下流に位置する脳の血管網を泡が通過するなど、手術上の大きなリスクを伴う。そのため、左心腔への刺激が必要なときには、刺激対象の心腔にペーシング用リードを導入するのではなく、冠状動脈系にペーシング用リードを導入することが多く、ここでこのペーシング用リードは、適宜左心室又は左心房へ誘導されかつ心外膜の壁に押し付けられる電極を有する。
【０００３】
この種のペーシング用リードの一例としては、Ｓｉｔｕｓ  ＬＶモデルがあり、これはＳｏｒｉｎ  ＣＲＭ  Ｓ．Ａ．Ｓ．（フランス、クラマール）が販売しており、欧州特許出願公開公報第０９９３８４０  Ａ１号明細書及びその米国対応である米国特許公報第６３８５４９２号明細書（双方ともＳｏｒｉｎ  ＣＲＭ  Ｓ．Ａ．Ｓ．（旧ＥＬＡ  Ｍｅｄｉｃａｌ）に譲渡）に記載されている。この種のペーシング用リードは、心内膜アプローチによって、冠状静脈洞の開口部を経由して右心房に導入される。その後、ペーシング用リードは、冠状静脈網沿いに、選択された刺激部位へと誘導されて押し進められる。こうしたペーシング用リードの押し込みは、ペーシング用リードが弁や蛇行部分を通過すること、そして選択された冠状静脈に沿ってペーシング用リードが前進するにつれて静脈の直径が徐々に減少していくこと、という静脈網及びそのアクセス経路の特殊性を考慮すると、非常に困難である。目標の静脈に到達すると、外科医はまず静脈中でのペーシング用リードの機械的安定性を確保する必要がある。
【０００４】
もう一つの課題は、刺激電極と心外膜組織との間の良好な電気的接触を達成するための良好な刺激部位を見つけること、そしてこの接触を経時的に維持することが困難なことである。
【０００５】
加えて外科医は、選択された刺激点が横隔神経への刺激を生じさせないよう確保しなければならない。
【０００６】
これらの問題点を克服するため、ペーシング用リード本体に特定の構造をできる限り与えることによって受容可能な妥協の可能性を増すことを目的としてペーシング用リード本体に沿って複数の電極を設置することが提唱された。外科医は、電気的及び血行力学的観点から最大の効率性を提供する電極を見つけるために、ペーシング用リード本体上に設置される様々な電極の中から選択をなすことができる。そのような複数の電極ペーシング用リードは、欧州特許出願公開公報第１９３８８６１  Ａ１号明細書及びその米国対応である米国特許出願公開公報第２００８／０１７７３４３号明細書（双方ともＳｏｒｉｎ  ＣＲＭ  Ｓ．Ａ．Ｓ．（旧ＥＬＡ  Ｍｅｄｉｃａｌ）に譲渡）に記載されている。これらのペーシング用リードによって「電子的再位置決め（ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ  ｒｅｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ）」の概念の実践がとりわけ可能となる。「電子的再位置決め」とは、左心腔のペーシング用リードに沿って配置された、及び／又は右心腔のペーシング用リードの電極を有する、様々な電極の間に電場を方向付けし又は再方向付けすることである。この技術により、大手術を伴わずに、皮膚を介したテレメトリによってジェネレータを再プログラムするだけで、血行力学的挙動（リバース・モデリング）の微小な移動又は変化を管理することが可能となる。
【０００７】
この解決手法と同等の手法は、ペーシング用リードの構造の複雑さを増すことである。すなわち、電極の数を増加させ、構成部品の数を増加させ、またそれによって電気的接続の数を増加させること、又は同一のペーシング用リード上に設置される様々な電極から選択をなすための多重化回路を用いることである。
【０００８】
米国特許公開公報第２００９／１５７１３６  Ａ１号明細書は、冠状静脈洞に導入される仮のマッピング・カテーテルを用いて、最適なペーシング部位を探す技術を記載する。このカテーテルは、両端が開口した可撓管であって、必要に応じてガイドワイヤを備える。このカテーテルは、電気的に独立した複数の遠位端電極を備えており、また前記カテーテルの近位側には、最良の刺激部位を心臓運動に基づくアルゴリズムを用いて識別するためのデータ取得システムへの接続のためのコネクタを備える。
【０００９】
その後、ガイドワイヤ及び標準的なオーバー・ザ・ワイヤ（「ＯＴＷ」）技術を用いて、又は仮のカテーテルの管を用いて、例えば１．５００〜２．０００ｍｍの標準直径を有する常設型の従来周知のマルチ電極ペーシング用リードが、選択された位置に配置される。
【００１０】
左心室ペーシング用リードの他の最近の開発は、冠状動脈系内での植込み可能部品の直径を１．３３３ｍｍに削減することである。
【００１１】
ペーシング用リード本体の寸法は、実際のところ、冠状静脈系内においてペーシング用リードを制御の下で誘導して、ある特定の側副静脈内に位置する特定の刺激部位を選択するようにさせる能力と直接関連する要因である。これらの部位に到達するためには、選択された部位に誘導スタイレットを配置するのに用いる静脈下位選択カテーテルを使用する。静脈が選択されてスタイレットが配置されると、外科医はスタイレット上で摺動するペーシング用リード本体を前進させる。前記スタイレットは、ペーシング用リード本体を選択された位置へと軸方向に誘導する小直径のガイドワイヤとして機能する（ＯＴＷ技術）。
【００１２】
しかし、これらの解決手法は二つの顕著な限界を有する。（１）ペーシング用リードの細さという限界（この直径では側副静脈の最深部への到達が不可能）：例えば、上記のＳｉｔｕｓリードの直径は２．２００ｍｍであり、直径２．３３３ｍｍの誘導針を必要とする。そして、（２）刺激を与える組織への電極の電気的接触の正確な位置決め及び該接触の良好な維持の点での限界。
【００１３】
上述の、マルチ電極ペーシング用リード及び電子的再位置決めの技術によって、前記第２の限界を（幾分適切に）克服することが可能とはなるが、しかしこれらの技術は、前記第１の限界を増大させる。電極及び内部導電線または内部部品の増加は必然的にペーシング用リード本体の直径の増加につながり、そのためペーシング用リード本体は直径が増加すればその可撓性が減少し、蛇行した冠状静脈系の確実な通過が困難あるいは不可能にさえなるからである。
【００１４】
したがって、従来周知の解決手法は常にこれらの二つの制約の間の妥協である。
【発明の目的と概要】
【００１５】
したがって本発明の目的は、直径が非常に小さく、心外膜の複数の領域を刺激する能動部分を有する左心腔ペーシング用リードを提供することである。
【００１６】
本発明の別の目的は、安価に製造でき、信頼性が高く、そして複数の電極ペーシング用リードの設計及び使用に関連する課題を回避する、単純な構造を有するペーシング用リードを提案することである。
【００１７】
概して本発明は、刺激部位が選択され評価された後、この部位上の刺激電極の最適かつ持続可能な安定性を確実にする冠状静脈洞ペーシング用リードを提供する。
【００１８】
また本発明は、安定性の課題を、電気血行力学上の性能の課題から分離することを可能にする。実際、後述のように、安定性は、ペーシング用リードの遠位端（シリコン製のネジなど所定の形状を有する）によって確保され、一方で刺激は、一つ又はそれ以上の連続したもしくは分断されたペーシング領域を備えた摺動式マイクロケーブルによって提供される。
【００１９】
特に、電極が、当初どの部位又は位置に植込みされたかにかかわらず、その部位又は位置で保持されることが確保できるのであれば、ペーシング用リードのさらなる移動は回避されて安定性が達成され、また、電子的再位置決めや複数電極からの選択などの複雑な技術によってこの種の変位の結果を克服する必要はもはやなくなる。
【００２０】
本質的に本発明の一実施形態は、左心腔の刺激のために冠状静脈網に植込みされることを目的としたペーシング用リードであって、上述の米国特許公開公報第２００９／１５７１３６  Ａ１号明細書から公知である要素を含むペーシング用リードに関する。すなわち前記ペーシング用リードは、導電素材の摺動式マイクロケーブルを備え、その遠位端において複数の明瞭裸領域から構成される能動自由部分を備えるペーシング用リードであり、ここでこれらの裸領域は冠状静脈網の目標静脈の壁と接触して刺激電極のネットワークを形成することを目的とする。前記摺動式マイクロケーブルは、その近位側に、刺激電極のネットワークをペースメーカや再同期装置などの能動植込み型医療装置のジェネレータに連結する手段をさらに備える。この種の連結手段は、例えば植込み型装置の標準コネクタヘッドに挿入し得る端末であってもよいし、またそうでなければ、植込みされた能動医療装置のパルスジェネレータの出力に直接又は間接的に電子接続される。
【００２１】
好ましい実施形態において、前記ケーブルは、縒り合わされた複数のマイクロワイヤで構成される、直径が０．１６７〜０．６６７ｍｍの摺動式マイクロケーブルであり、複数の縒り線のうち少なくとも何本かは、機械的耐久性のあるＮｉＴｉ又はステンレス鋼などの素材のシースの中に包まれたプラチナ・イリジウム又はタンタルなどの放射線不透性物質の心材であるか、又はその逆の包み方をされた心材を有している。加えて、明瞭裸領域は、好ましくはマイクロケーブルの裸領域であり、互いに電気的に接続された刺激電極のネットワークを形成する。
【００２２】
小直径のマイクロケーブル（より典型的には０．３３３〜０．６６７ｍｍ）は、非常に小直径の静脈にカテーテルを導入するために用いるのが好都合である。これまでは、従来周知の常設型冠状動脈プローブのサイズが大きかったため、前記小直径の静脈は最大限に活用されていなかった。
【００２３】
したがって前述の二つの制約はマイクロケーブル構造によって克服される。前記摺動式マイクロケーブル構造は、好ましい実施形態においては、内部管腔を有さない構造であって、縒り合わされたいくつかのマイクロワイヤを有する構造であり、心臓の動きに耐えかつ植込みの際の圧迫に確実に耐えられる構造である。
【００２４】
このマイクロケーブルは、静脈に事前に挿入した常設型キャリアリード（例えば特段のマッピング能力も有しない）を介して冠状動脈網に導入されるのに適している。
【００２５】
小直径であることがその本質的特徴であり、マイクロケーブルの本体に沿って配置された複数の窓によって単極電極の表面が分割される。これにより、この単極マイクロリードを介して心臓壁の広面積にわたる永続的な刺激が可能となる。直径が０．３３３〜０．６６７ｍｍの場合、縒り線の間の擦過傷の制約に耐え得るようにするために各縒り線の個別の隔離を提供することはできない。
【００２６】
様々な実施形態が想定され得る。
【００２７】
一実施形態において本発明は、左心腔を刺激するために冠状静脈網に植込みされることを目的としたペーシング用リードであって、複数の明瞭裸領域を備えた能動自由部分を遠位端において有する、導電素材で形成された摺動式マイクロケーブルを具備するペーシング用リードである。これらの明瞭裸領域は、冠状静脈網の目標静脈の壁と接触することを目的とするものであり、互いに電気的に接続された刺激電極のネットワークを形成する。マイクロケーブルは、その近位端において、ペースメーカや再同期装置などの能動植込み型医療装置のジェネレータへの連結手段をさらに具備する。
【００２８】
好ましくは、マイクロケーブルの遠位端は、静止状態のときに一辺１〜９０ｍｍの立方体に典型的に内包される外形寸法を有する二次元又は三次元の予め形成された形状を備える。それゆえマイクロケーブルは単独で植込みされて、それ自体の特定の遠位側の予め形成された形状によって定位置に保持される。本実施形態において、静脈内への配置は、カテーテル／下位カテーテル又はブレイン・アクセス・カテーテルなどの従来型の手段によって実施される。
【００２９】
本発明の別の実施形態は、マイクロケーブルとペーシング用リード本体とを具備するシステムに関し、ここで前記ペーシング用リード本体は変形可能素材で形成される中空外筒と、中央管腔とを有し、前記中央管腔は両端が開口しており、前記摺動式マイクロケーブルは前記中央管腔の中に配置されて前記ペーシング用リード本体の全長に沿って前記ペーシング用リード本体の遠位端を超えて延長されることによって摺動することができ、前記摺動式マイクロケーブルのうち前記ペーシング用リード本体の遠位端を超えて出現した部分は前記摺動式マイクロケーブルの能動自由部分となる。
【００３０】
静脈内におけるマイクロケーブルの位置の維持を確実にするために、ペーシング用リード本体の遠位端は、ペーシング用リード本体の上に形成された少なくとも一つのリリーフを含む保持手段を備えていてもよい。好ましくは、前記少なくとも一つのリリーフは、ペーシング用リード本体の周りを包むねじを有した螺旋状リリーフであって、ペーシング用リード本体自体の直径と比較して局所的に増加した直径を有し、後者の直径は２．３３３ｍｍ以上の直径を含む螺旋状リリーフを備える。
【００３１】
ペーシング用リード本体は好ましくは主要部を備え、前記主要部は前記主要部よりも小さい直径を有する遷移部によって遠位方向に延長され、前記主要部の直径は２．０００ｍｍ以下であり、前記遷移部の直径は１．６６７ｍｍ以下である。
【００３２】
さらに別の実施形態では、ペーシング用リードは共通ペーシング用リード本体と、複数の個別の摺動式マイクロケーブルとを備え、前記摺動式マイクロケーブルはそれぞれペーシング用リード本体内に収納され、ペーシング用リード本体内において摺動可能であり、それぞれのマイクロケーブルの能動自由部分は、ペーシング用リード本体に沿って長手方向に離間された個別の位置においてペーシング用リード本体から出現する。好ましくは、あらゆる場合において、各マイクロケーブルの直径は典型的には０．１６７〜０．６６７ｍｍであり、マイクロケーブルの能動自由部分の明瞭裸領域の露出全体表面積は少なくとも１ｍｍ２、より好ましくは４〜６ｍｍ２であり、そして能動自由部分の長さは１〜２００ｍｍの間で調節可能である。
【００３３】
一実施形態において、マイクロケーブルの能動自由部分は、前記摺動式マイクロケーブルの前記能動自由部分に沿って連続的に延在する複数の明瞭裸領域を備える。より好ましくは、これらの明瞭裸領域は、管のうち、非導電性素材で形成されていて二つの連続的な裸領域の間においてマイクロケーブルを包んで被覆する部分によって互いに分離される。前記明瞭裸領域は導電素材で形成される管状リングを有していてもよく、この管状リングはマイクロケーブル上に圧着される。マイクロケーブル上に嵌入される管状リングの導電素材は、好ましくは放射線不透過性素材で形成される。
【００３４】
別の実施形態では、マイクロケーブルはパリレンを含む絶縁素材でコーティングされた縒り線構造を備えており、明瞭裸領域は、マイクロケーブルに沿って、前記絶縁素材内の開口部を形成するアブレーションによって形成される。好ましくは、その後、上記のようにして形成された明瞭裸領域の上に窒化チタンが堆積する。
【００３５】
好ましくは、各裸領域の長手方向の長さは典型的には０．５〜１０ｍｍで選択される。
【００３６】
マイクロケーブルは、有利には、縒り合わされた複数の縒り線で形成され、少なくとも何本かの縒り線は、ＮｉＴｉやステンレス鋼のような機械的耐久性のある素材のシースの中で包まれるプラチナ・イリジウムなどの放射線不透過性素材で形成された心材であるか、又はその逆の包み方をされた心材を有している。
【００３７】
本発明の別の実施形態では、マイクロケーブルの能動自由部分は、前記能動自由部分に沿って延在する螺旋状裸領域を少なくとも有する。マイクロケーブルは、能動自由部分の少なくとも一つの部分において複数の縒られた縒り線で形成された縒り線を特に含んでいてもよく、前記複数の縒られた縒り線は、対応する複数の螺旋状裸領域を有する表面を有し、非導電性素材の螺旋状コーティングによって互いに円周方向に分離されている。
【００３８】
有利には、本発明のペーシング用リードは非常に小さい直径を有していて、静脈の全長を活用でき、そして基底領域に存在するすべての静脈の最適利用が可能であり、そのため、ペーシング用リードがあまりに遠位にあるときに一般に増加する横隔神経刺激のリスクが特に回避される。加えて左心ペーシング用リードは、刺激対象の組織との極めて良好かつ永続的な電気的接触を確実にする。このペーシング用リードのさらに別の利点は、前記ペーシング用リードが刺激領域を増加又は拡張するため、（従来型のペーシング用リードとは対照的に）心外膜の複数の領域への刺激が可能となり、それによって最適な再同期の可能性が向上することである。
【００３９】
本発明のさらなる機能、特徴及び利点は、当業者においては、添付図面を参照した本発明の好ましい実施形態の以下の詳細な説明によって明らかになるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００４０】
【図１】本発明に係るペーシング用リードが植込みされる心臓及びその冠状静脈網を示す。
【図２】本発明のペーシング用リードの第１の実施形態のマイクロケーブルの能動部分を示す。
【図３】図２において「ＩＩＩ」と記された部分の詳細の拡大図である。
【図４】本発明の第２の実施形態のペーシング用リードの能動部分の拡大図である。
【図５】図４に示されるペーシング用リードの能動部分上の絶縁コーティングの直径の適切な選択によって露出能動部分の面積を調整する方法を示すグラフである。
【図６】ペーシング用リードが複数の個別のマイクロケーブルを保持する本発明の第３の実施形態を示す。
【発明を実施するための形態】
【００４１】
図１乃至６の図面を参照しながら、本発明に係る装置の好ましい実施形態を以下に説明する。
【００４２】
図１は概して、本発明に係る左心室ペーシング用リード２６が導入された心筋を示す。ペーシング用リード２６は、上大静脈１０、右心房１２、そして冠状静脈洞の入口１４を経て心臓の冠状静脈網に植込みされる。その後、冠状静脈系は、後外側静脈１６、外側静脈１８、大心臓静脈２０及び前外側静脈２２を含むいくつかの分枝となる。
【００４３】
参照符号２４は概して本発明のペーシング用リードを指し、前記ペーシング用リードはペーシング用リード本体を備え、前記ペーシング用リード本体は、冠状静脈洞１４に進入する主要部２６（直径は例えば２．０００ｍｍ）を有し、前記主要部２６は同じ形状ではあるが直径がより小さい（例えば１．６００ｍｍｍ）の遷移部２８によって延長され、これにより冠状静脈系へのより良好な進入が実現する。
【００４４】
このペーシング用リード本体は、シリコンやポリウレタンなどの変形可能素材で形成される管状中空外筒で構成されて、前記管状中空外筒はペーシング用リード本体の一端から他端へと延在する中央管腔を画定する。
【００４５】
ペーシング用リード本体は遠位端において保持手段３０を備えていて、静脈内でのペーシング用リード本体の機械的支持を可能にする。この保持手段は、例えば欧州特許出願公開公報第１３７４９４５  Ａ１号明細書及びその米国対応である米国特許第７４８３７５３号（双方ともＳｏｒｉｎ  ＣＲＭ  Ｓ．Ａ．Ｓ．（旧ＥＬＡ  Ｍｅｄｉｃａｌ）に譲渡）に記載されているネジであってもよく、これは約２．３３３ｍｍの最大外径を有する螺旋状ねじ山を備えている。図６を参照されたい。この保持手段は、上述したＳｉｔｕｓ  ＬＶモデルのペーシング用リードにおいて用いられるのと同じタイプである。ねじ山は、円筒状要素の内部で成型されてペーシング用リード本体の遷移部２８を終端し、ここでアセンブリ全体は好適にはシリコンゴムなどの素材あるいは外傷を受けず良好な生体適合性を確実にする類似の素材で形成される１つの小片の中で成型される。さらに、保持手段３０を備えるペーシング用リード本体の遠位端は管腔端部３２で開口しており、ここで出口は封止手段（図示はしないが従来型設計のもの）を具備し、前記封止手段は例えば、ペーシング用リード本体の中央管腔に導入される要素の存否に関わらずペーシング用リード本体内部における血液のいかなる逆流をも防止する貫通可能シリコンプラグである。
【００４６】
このペーシング用リード本体は、ガイドワイヤを形成する非常に細いスタイレットを用いて従来のＯＴＷ技術に従って植込みされ、前記スタイレットは、外傷を受けないための、そして、穿孔のリスクなしに冠状動脈系の血管内への前記スタイレットの直接の導入を許容するための可撓端をその遠位端に備えている。かつて外科医は、外科医が冠状静脈洞の端部に到達できるようにする主カテーテルと、選択された刺激部位に対応する目標静脈への到達を可能にする静脈系の経路を蛍光透視法によって選択するための下位選択カテーテルとを持っている。
【００４７】
その後、外科医は特定の側副静脈を選択するために、ガイドワイヤをカテーテルに導入して、冠状静脈系の中にガイドワイヤを押し込んで前進させる。側副静脈が選択されると、外科医はペーシング用リード本体用のガイドワイヤを引っ張る（ガイドワイヤは、貫通可能プラグによって通常閉鎖されているオリフィス３２を通過する）。その後、外科医は、ペーシング用リード本体を選択された位置へと軸方向に案内するガイドワイヤ上のペーシング用リード本体を引っ張って動かす。ペーシング用リード本体が選択された静脈内の最終的な位置に到達すると、外科医はペーシング用リード本体に追加的な回転運動を与える。この回転運動によって保持手段３０のネジ山をねじ込むことにより、ペーシング用リード本体が静脈内部にさらに数ミリメートル進行し、その進行に対応するペーシング用リード本体の固定の強化を確実にする。
【００４８】
典型的には、上記の（周知の従来型の構造を有する）ペーシング用リード本体は、（場合によっては、ペーシング用リード上に配置された既存の能動刺激電極に追加して、）ペーシング用リードの能動部分３４を示す摺動式マイクロケーブルによって延長される。好ましくは、マイクロケーブルは直径が約０．１６７〜０．６６７ｍｍであり、ペーシング用リード本体の遠位端の出口３２を超えて１〜２００ｍｍ延長する。
【００４９】
ペーシング用リード本体が上述の方法によって植込みされて、ガイドワイヤが除去された後、マイクロケーブルはペーシング用リード本体の近位端に挿入される。マイクロケーブルはペーシング用リード本体の全長に沿って押し込まれて、出口３２から出現し、その後、出口３２を超えたところに配置され、蛍光透視法によって側副静脈内で所望の位置まで前進する。したがって、従来公知のペーシング用リードでは到達不可能であった冠状静脈系の領域に到達して刺激することが可能である。
【００５０】
マイクロケーブルの能動部分３４（すなわち、その出現部分）は、一連の個々の電極を形成しかつ、直列に接続されて複数の刺激点を形成する電極アレイを構成する、複数の明瞭裸部分を有する。例えば、図２において、能動部分３４は、遠位端電極３６の他に、能動部分３４の全長に沿って規則的な間隔で配置された複数の環状電極３８を備える。このことにより、点４０が静脈壁と接触し、そのため心外膜のしたがって左心室の複数の点において刺激エネルギーのマルチゾーン分布が確保される機会が増加する。
【００５１】
図２及び３は、本発明のペーシング用リードの能動部分（マイクロケーブルの出現部分に連結される部分）の第１の実施形態を示す。能動部分３４の心材はマイクロケーブル４２によって形成され、前記摺動式マイクロケーブル４２上では鎧管４４と短い導電電極３８とが連続的かつ交互に差し込まれている。マイクロケーブル４２は、遠位端電極３６によって終端される。マイクロケーブル４２は、ニチノール（ＮｉＴｉ合金）の心材、すなわち極度の耐疲労性という主要な利点を有する素材で構成されるのが有利である。好ましくは、マイクロケーブルの構造は、各縒り線が、ニチノールの層でコーティングされているプラチナ・イリジウムの心材（又はその逆のコーティングをされた心材）から構成される、複数の縒り線を備えている。その後、冠状静脈系は、場合によっては、パリレン（例えばパリレンＣ）の薄い層によって又はポリウレタン管によってコーティングされる。いずれの場合においても、様々な複雑さを有する開口部が、例えばプラズマアブレーションによって、マイクロケーブル沿いに設置されて、電気的能動部分３６、３８が形成される。電気性能を向上させるために、これらの能動部分を例えば窒化チタンによってさらにコーティングしてもよい。
【００５２】
これらの種類のマイクロケーブルは、例えばＦＯＲＴ  Ｗａｙｎｅ  Ｍｅｔａｌｓ  Ｍｅｔａｌｓ  Ｃｏｍｐａｎｙ  Ｉｎｃ．やＦＯＲＴ  Ｗａｙｎｅ，  ＵＳＡから入手可能であり、これまで医療分野において特に細動除去導電線用として使用されてきたが、ただし素材の配置の仕方は異なっていた。これらの従来周知の用途において、その構造は、各縒り線が、ステンレス鋼層でコーティングされた銀の心材（伝導率向上のため）を備えているマルチ・ワイヤ構造である。そしてこれらのマイクロ構造は、単離していると否とに関わらず、マルチ管腔のペーシング用リード本体に組み込まれるのであり、その構造は古典的でありかつ周知である。
【００５３】
上記のマイクロケーブル構造の利点は、機械的耐久性が低い方の要素（プラチナ・イリジウム又は銀）がニチノール外筒の中に直接封入される（あるいはニチノール外筒の周りにコーティングされる）という点にある。縒り線の破壊が起きた場合の結果はこのようにして最小化される。
【００５４】
あるいは、プラチナ・イリジウムの縒り線を１ｘ７型のマルチ・ワイヤ構造の中心に配置し、その後、最も壊れやすい縒り線に最も耐久性の高い外部縒り線を巻き付けることもできる。
【００５５】
最後に、プラチナ・イリジウムはタンタルなどいかなる放射線不透過性素材と置き換えてもよく、そしてニチノールは、それよりは劣るがそれでも十分な耐久性能を有する素材、または標準的な導電線の製造において一般的に用いられるステンレス鋼ＭＰ３５Ｎなどニチノールほど高価でない素材と置き換えてもよい。
【００５６】
電極３６及び３８との間に延在する鎧管４４は、好ましくは、ＰＵタイプの接着剤によってマイクロケーブル上に接着されたポリウレタン（ＰＵ）で形成された管である。前記接着剤の流動性は、マイクロケーブルの縒りによって形成される割れ目と相まって、ＰＵ管とマイクロケーブルとの最適な連結を確実にする。
【００５７】
プラチナ電極３６及び３８は好ましくはマイクロケーブル上に直接圧着される。電極の厚みの少なさは、プラチナの可鍛性と相まって、マイクロケーブルの変更を伴わずに電気的接触の質を向上させる。一方で電極の短さ（例えば０．５〜１０ｍｍ）は、前記電極がシステム全体の機械的動作に与える影響を著しく制限する。電極によるそうした影響はほとんどの場合マイクロケーブルによって左右されるものである。
【００５８】
各電極の個々の表面積は約０．５ｍｍ２であるため、かなりの個数（例えば長手方向の１〜２００ｍｍの長さにわたり最大１２個まで）を６８ｍｍ２の組み合わせ後の全体表面積を上回らない範囲で分布させることができる。
【００５９】
累積の能動表面積が少ないため、刺激の生理的有効性及びより少ないエネルギー消費という「高電流密度」型ペーシング用リードの利点が提供され、その一方で、電極の数の増加によって、能動部分３４の導電表面（電極３６及び３８）の興奮組織との物理的そしてそれゆえ電気的な接触の機会が最大化する。
【００６０】
さらに伝導ゾーンと絶縁ゾーンとの交替は、システムの摺動特性と相まって、横隔膜刺激リスクの管理の改良を可能にする。実際、所与の位置において横隔神経が電界に含まれている場合、マイクロケーブルをペーシング用リード本体内で摺動させることによって、横隔神経から遠い遠隔領域にマイクロケーブルを配置してこのような寄生刺激を回避することが可能である。
【００６１】
上述の構成によって、冠状静脈系におけるペーシング用リードの配置という課題と、刺激点の増加に関連する課題という二つの課題を分離させることが可能となる。実際、ペーシング用リードの機械的固定及び維持は、ペーシング用リード本体自体そして保持手段３０によって上流において提供される。その一方で、刺激点の増加は、摺動式マイクロケーブルに沿って配置された電極アレイによって提供され、これにより、アクセス性と安定性という通常の制約とは無関係に選択される広い領域を刺激することが可能となる。
【００６２】
その上、組織との接触を促進するため、マイクロケーブルの遠位端の形状としては、以下を含むがそれに限定されるものではない複数の種類の予め形成された形状が可能である。すなわち、
・同一平面上において様々な半径を有する一連の折れ曲がり；
・一連の個別の平面上において様々な半径を有する一連の折れ曲がり；
・いかなる基平面もない、例えばピグテール型の三次元で大きく湾曲する軌道；
・静止状態のときに一辺１〜３５ｍｍの立方体に内包される、予め形成された形状の外形寸法。
この特定の構成によって、マイクロケーブルのみの（例えばペーシング用リードなしでの）植込みという特定の変形を検討することが可能となり、その場合、前記摺動式マイクロケーブルはその遠位側の予め形成された形状によって所定位置に収納される。
【００６３】
本実施形態において、静脈内での配置は、従来型のカテーテル／下位カテーテル手段又はブレイン・アクセス・カテーテルによって行われる。
【００６４】
図４は、本発明のペーシング用リードの能動部分の第２の実施形態を例示する。本実施形態において、マイクロケーブルのワイヤ４６、４６’、４６”によって形成される縒り線は、その上に単離ＰＵ接着剤４８、４８’、４８”の絶縁コーティングが、縒り線全体の外側直径よりも小さい直径分だけ塗布されており、螺旋形状の導電表面５０、５０’、５０”（コーティングされていない表面）が予備として露出し得るようにされている。したがって、能動表面３４の能動部分は、能動領域３４の長さの全部又は一部におけるマイクロケーブルの周辺上の三重螺旋形状５０、５０’、５０”である。
【００６５】
この解決手法により、電極の総面積の増加を伴わずに、刺激の長手方向に前記能動表面を「伸長させる」ことが可能となる。
【００６６】
図５を参照すると、露出表面（ｍｍ２）に対するポリウレタン・コーティングの直径（ｍｍ）として示されるグラフは、粘着性ＰＵのコーティングの直径の変化に従って全体露出表面（すなわち能動表面）を調整する方法を図示する。このグラフにおける数字は、長さ４０ｍｍで、三つの縒り線で構成される全体直径０．３ｍｍのマイクロケーブルの場合の数字である。
【００６７】
この変形により、マイクロケーブルの電極の能動表面の使用がさらに最適化できるようになり、前記能動表面の長手方向の伸長が促進される。図示された螺旋状領域５０、５０’、５０”は、必要に応じて、マイクロケーブルの一部においてのみ出現するようにしてもよいことに留意すべきである。それは例えば、螺旋状の露出表面が容易に見える能動領域と、上記の第１の実施形態において記載されている管４４などのＰＵ管などによって完全に単離された領域とを交替させることによってなされる。
【００６８】
さらに、マイクロケーブルの裸導電領域は、ＮｉＴｉなどの多孔性コーティングを施されてもよく、あるいはスパッタリングによって堆積されたカーボンフィルムによって形成された追加層でコーティングしてもよく、これにより、マイクロケーブルと前記摺動式マイクロケーブルの絶縁と前記摺動式マイクロケーブルの環境との間の生体適合性特性が改善し、血流と接触する部分の劣化が回避される。Ｓｏｒｉｎ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａ  ＳｐＡに発行された米国特許第５，３７０，６８４Ａ号明細書及び米国特許第５，３８７，２４７号Ａ明細書は、ポリウレタン又はシリコンで被覆されたカテーテル、心臓弁などの植込み型人工器官の上にサブミクロンの薄いカーボンフィルムのスパッタ堆積を行うことを記載する。これらの文書は、このカーボンフィルム堆積物を作る技術に関するより多くの詳細のために参照されるものであり、本明細書中に参考として援用される。
【００６９】
図６は本発明の第１の実施形態の変形である第３の実施形態を示し、ここでペーシング用リードは複数の個別のマイクロケーブルを保持しており、それぞれのマイクロケーブルは上述されまた図２及び３に示されるマイクロケーブルと類似する。本実施形態において、単一のペーシング用リード本体２４は、いくつかの内部平行管腔を備えており、前記内部平行管腔から複数のマイクロケーブルが横方向にそれぞれ出現する。
【００７０】
このように図６においてペーシング用リード本体は、それぞれの管腔と連通する開口部３２ａ、３２ｂ、３２ｃをそれぞれ備えた複数のセクション２８ａ、２８ｂ、２８ｃを具備する。またペーシング用リード本体は、その遠位端において保持手段３０と穴３２ｄも具備する。
【００７１】
穴３２ａ、３２ｂ、３２ｃ、３２ｄの各々からマイクロケーブル３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３４ｄがそれぞれ出現し、これは上記のいずれかの実施形態、例えば図６に示される例における第１の実施形態に基づいている。これらのマイクロケーブルは、出現部分の全長において、電気的に結合されかつ鎧部分４４によって分離される電極３６、３８からなるネットワークをそれぞれ含む。
【００７２】
この解決手法は左心室の広域を網羅することを可能にする。ここで多数の電極が平行に接続されており、しかし各能動部分３４ａ、３４ｂ、３４ｃ、３４ｄに対応する各分岐は、それぞれがペーシング用リードの近位端に電気的に接続していることにより、電気的に独立した状態を保持している。この連結により、マルチ・コネクタヘッド（例えばＩＳ−４型）の対応端末への接続が可能となる。また、相異なる電極アレイの接続を個別に行うために、多重化システムをペーシング用リード内部に具備させてもよい。
【００７３】
一般に、いずれの実施形態を採用したとしても、上記の技術は多くの効果を有するものであり、とりわけ以下の効果がある。
−植込みの方法を単純化し、必要なのは従来周知の装置のみとした；
−組織との電気的接触の安定性（静脈のサイズを問わない）；
−目標静脈内の取付点を（保持手段３０において）維持しつつ、細い静脈網へのすぐれた順応によって、遠位領域を含む静脈の使用可能部分を静脈系へと延長させる可能性；
−心外膜の深部における電気流量の効果的な配分；
−マイクロケーブルのニチノール構造の機械的性能の結果としての高い信頼性；
−全体的に単純な機械構造であることによる製造コストの低さと信頼性の高さ；
−マイクロケーブルを形成する各縒り線のプラチナ心材と、プラチナリング（第１の実施形態の場合）とによる放射線不透過性；
−（i）マイクロケーブルの等直径形状、（i）マイクロケーブルの外径の小ささ、そして（iii）マイクロケーブルの高い引っ張り強度（マイクロケーブルの端部における一体型の堅固な構造）による取り出しの容易さ；ペーシング用リード本体を取り外すには単に保持手段３０のレベルにおいてペーシング用リード本体の遠位端を回して外すだけで十分である。
【００７４】
当業者においては、前述した実施形態は単に説明の目的のものであり、本発明はこれに限定されることはなく他の実施形態によっても実施し得ることが理解される。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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